KR20210050917A - 뇌 심부 자극용 무선 전력 전송 시스템, 무선 전력 전송 시스템을 위한 초소형 코일 및 그 제조 방법 - Google Patents
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Abstract
사용자의 머리 둘레에 착용되는, 송신 코일을 포함하는 송신 코일부, 사용자의 뇌에 삽입되고, 송신 코일부로부터 무선으로 전력을 송신 받는 수신 코일 및 수신된 전력에 기반하여 뇌의 표적 영역에 대해 전기적 자극을 전달하기 위한 전극을 포함하는 수신 코일부 및 송신 코일부와 접속되고 체외에 배치되는 뉴로스티뮬레이터를 포함하는 뇌 심부 자극용 무선 전력 전송 시스템이 제공된다.
Description
아래의 설명은 뇌 심부 자극용 무선 전력 전송 시스템과 그 제조 방법에 관한 것으로, 특히, 뇌 심부 자극을 위해 뇌 내에 삽입되는 수신 코일과 수신 코일에 대해 무선으로 전력을 전달하며 체외에 배치되는 송신 코일을 포함하는 무선 전력 전송 시스템과 그 제조 방법에 관한 것이다.
신경계 장애는 잘못된 신경 신호가 전송되거나 신호가 전송되지 않을 때 발생하는 질병을 의미한다. 이러한 신경계 장애에 해당하는 질병으로는, 예컨대, 우울증, 알츠하이머, 만성 통증, 조현병, 파킨슨병, 뇌전증 등이 있다.
이러한 신경계 장애를 치료하기 위한 방법으로서, 신경 조절술(Neuromodulation)은 신체의 특정 신경학적 부위에 전기 자극의 표적화된 전달을 통해 신경 활동을 변경시킴으로써 상기 신경계 장애를 치료하는 방법을 나타낸다. 신경 조절술은 직접 신호에 영향을 끼치므로 약물 치료보다 더욱 효과적인 치료 방법이 될 수 있다.
신경 조절술은 침습적인 방법과 비침습적인 방법으로 분류할 수 있다. 외과적 수술을 통해 문제 부위에 직접 자극을 주도록 하는 침습적인 방법에 비해 비침습적인 방법은 외과적 수술을 요구하지 않거나 이를 최소화할 수 있다는 이점을 가질 수 있다. 따라서, 이러한 비침습적인 방법을 뇌 심부 자극(Deep Brain Stimulation; DBS)에 대해 적용하는 것에 대한 관심이 높아지고 있다.
DBS는 뇌의 문제 부위에 전극을 삽입하여 전기적 자극을 주는 것이다. DBS를 위한 방법으로서는 예컨대, VNS(Vagus Nerve Stimulation; DBS)를 들 수 있고, 이는 미주 신경에 자극을 주는 방법이다. 이러한, DBS는 특히, 파킨슨병, 진전(tremor), 근긴장이상(dystonia)등의 질병에 대해 치료 효과가 높다.
한국공개특허 제10-2016-0097578호(공개일 2016년 08월 18일)는 악성 뇌교종 세포에 의한 뇌종양을 예방 또는 치료하기 위한 양방향 교류 자극시스템에 관한 기술을 개시하고 있다.
상기에서 설명된 정보는 단지 이해를 돕기 위한 것이며, 종래 기술의 일부를 형성하지 않는 내용을 포함할 수 있으며, 종래 기술이 통상의 기술자에게 제시할 수 있는 것을 포함하지 않을 수 있다.
사용자의 머리 둘레에 착용되는, 송신 코일을 포함하는 송신 코일부, 사용자의 뇌에 삽입되고, 송신 코일부로부터 무선으로 전력을 송신 받는 수신 코일 및 수신된 전력에 기반하여 뇌의 표적 영역에 대해 전기적 자극을 전달하기 위한 전극을 포함하는 수신 코일부 및 송신 코일부와 접속되고 체외에 배치되는 뉴로스티뮬레이터를 포함하는 뇌 심부 자극용 무선 전력 전송 시스템을 제공할 수 있다.
전기적 자극을 전달하기 위한 출력 전압의 값이 소정의 목표 출력 전압 이상이 되도록, 수신 코일 및 송신 코일을 위한 설계 파라미터들을 설정하고, 설정된 설계 파라미터들에 기반하여, 송신 코일 및 수신 코일을 제조함으로써, 뇌 심부 자극용 무선 전력 전송 시스템을 제조하는 방법을 제공할 수 있다.
일 측면에 있어서, 뇌 심부 자극용 무선 전력 전송 시스템에 있어서, 사용자의 머리 둘레에 착용되는, 송신 코일을 포함하는 송신 코일부, 상기 사용자의 뇌에 삽입되고, 상기 송신 코일부로부터 무선으로 전력을 송신 받는 수신 코일 및 상기 수신된 전력에 기반하여 상기 사용자의 뇌의 표적 영역에 대해 전기적 자극을 전달하기 위한 전극을 포함하는 수신 코일부 및 상기 송신 코일부와 접속되고, 상기 사용자의 체외에 배치되며, 상기 송신 코일부에 전원을 공급하기 위한 전원, 배터리 및 상기 수신 코일부에 의해 상기 표적 영역에 상기 사용자에게 적합화된 상기 전기적 자극이 전달 되도록 프로그래밍된 칩을 포함하는 뉴로스티뮬레이터(neurostimulator)를 포함하는, 뇌 심부 자극용 무선 전력 전송 시스템이 제공된다.
상기 수신 코일은 CMOS 공정에 의해 제조된 것일 수 있다.
상기 수신 코일부는 상기 수신된 전력에 따른 전압을 직류 전압으로 변환하기 위한 정류기 및 스무딩 캡을 포함할 수 있다.
상기 수신 코일은 내부 공간을 두고, 일 평면에 대해, 상기 내부 공간을 중심으로 동심원, 동심 타원 또는 동심 다각형의 형태로 소정의 제1 턴 수만큼 감겨서 배치되어 구성되는 금속부를 포함할 수 있다.
상기 정류기 및 상기 스무딩 캡은 상기 내부 공간에 배치될 수 있다.
상기 수신 코일은, 일 평면에 대해, 동심원, 동심 타원 또는 동심 다각형의 형태로 소정의 제1 턴 수만큼 감겨서 배치되어 구성되는 금속 층(layer)을 포함하는 금속부를 포함하고, 상기 금속부는 복수의 금속 층(layer)들을 포함할 수 있다.
상기 수신 코일부는 상기 수신 코일과 상기 정류기 사이에 접속되는 매칭 커패시터를 포함할 수 있다.
상기 송신 코일부는 상기 송신 코일과 접속되는 매칭 커패시터를 포함할 수 있다.
상기 송신 코일은 상기 머리에 대응하는 내부 공간을 두고, 상기 머리에 대응하는 내부 공간을 중심으로 소정의 제2 턴 수만큼 감겨서 배치되는 와이어를 포함할 수 있다.
상기 와이어는, 일 평면에 대해, 상기 머리에 대응하는 내부 공간을 중심으로, 동심원 또는 동심 타원 상기 제2 턴 수만큼 감겨서 배치될 수 있다.
상기 와이어는, 복수의 층으로, 상기 머리에 대응하는 내부 공간을 중심으로, 상기 제2 턴 수만큼 감겨서 배치될 수 있다.
상기 수신 코일 및 상기 송신 코일은 상기 전기적 자극을 전달하기 위한 출력 전압의 값이 소정의 목표 출력 전압 이상이 되도록 하는 상기 수신 코일 및 상기 송신 코일을 위한 설계 파라미터들에 기반하여 제조된 것일 수 있다.
상기 수신 코일을 구성하기 위해 사용되는 금속부를 구성하는 금속의 폭 및 턴 수는, 상기 수신 코일에 대응하는 저항 값이 상기 뇌에 대응하는 저항 값 이하가 되도록 설정될 수 있다.
상기 송신 코일을 구성하기 위해 사용되는 와이어의 턴 수는, 상기 와이어의 소정의 직경 및 소정의 동작 주파수에 대해, 상기 출력 전압 값이 피크가 되는 와이어의 턴 수일 수 있다.
다른 일 측면에 있어서, 뇌 심부 자극용 무선 전력 전송 시스템을 위한, 사용자의 뇌에 삽입되는 수신 코일 장치에 있어서, 상기 사용자의 머리 둘레에 착용되는 송신 코일부로부터, 무선으로 전력을 송신 받는 수신 코일 및 상기 수신된 전력에 기반하여 상기 사용자의 뇌의 표적 영역에 대해 전기적 자극을 전달하기 위한 전극을 포함하고, 상기 사용자의 체외에 배치되고 상기 송신 코일부와 접속되는 뉴로스티뮬레이터(neurostimulator)의 동작에 따라, 상기 표적 영역에 상기 사용자에게 적합화된 상기 전기적 자극이 전달 되도록 구성되는, 수신 코일 장치가 제공된다.
또 다른 일 측면에 있어서, 뇌 심부 자극용 무선 전력 전송 시스템을 위한, 사용자의 체외에 배치되는 송신 코일 장치에 있어서, 상기 송신 코일 장치는 사용자의 머리 둘레에 착용되고, 상기 사용자의 체외에 배치되는 뉴로스티뮬레이터(neurostimulator)와 접속되며, 상기 뉴로스티뮬레이터의 동작에 따라 상기 사용자의 뇌에 삽입된 수신 코일에 대해 무선으로 전력을 송신하는 송신 코일 및 상기 뉴로스티뮬레이터의 동작에 기반하여 발생되는 교류 전압의 소스와 상기 송신 코일 사이에 접속되는 매칭 커패시터를 포함하고, 상기 수신 코일에 대해 송신된 전력에 기반하여, 상기 송신 코일 측의 전극을 통해 상기 사용자의 뇌의 표적 영역에 대해 상기 사용자에게 적합화된 전기적 자극이 전달되는, 송신 코일 장치가 제공된다.
또 다른 일 측면에 있어서, 사용자의 머리 둘레에 착용되는 송신 코일을 포함하는 송신 코일부와, 상기 사용자의 뇌에 삽입되고, 상기 송신 코일부로부터 무선으로 전력을 송신 받는 수신 코일 및 상기 수신된 전력에 기반하여 상기 사용자의 뇌의 표적 영역에 대해 전기적 자극을 전달하기 위한 전극을 포함하는 수신 코일부를 포함하는 뇌 심부 자극용 무선 전력 전송 시스템을 제조하는 방법에 있어서, 상기 전기적 자극을 전달하기 위한 출력 전압의 값이 소정의 목표 출력 전압 이상이 되도록, 상기 수신 코일 및 상기 송신 코일을 위한 설계 파라미터들을 설정하는 단계 및 상기 설정된 설계 파라미터들에 기반하여, 상기 송신 코일 및 상기 수신 코일을 제조하는 단계를 포함하는, 뇌 심부 자극용 무선 전력 전송 시스템을 제조하는 방법이 제공된다.
상기 설계 파라미터들을 설정하는 단계는, 상기 수신 코일을 구성하기 위해 사용되는 금속부를 구성하는 금속의 폭 및 턴 수를, 상기 수신 코일에 대응하는 저항 값이 상기 뇌에 대응하는 저항 값 이하가 되도록 설정하는 단계를 포함할 수 있다.
상기 설계 파라미터들을 설정하는 단계는, 상기 송신 코일을 구성하기 위해 사용되는 와이어의 턴 수는, 상기 와이어의 소정의 직경 및 소정의 동작 주파수에 대해, 상기 출력 전압 값이 피크가 되는 와이어의 턴 수로서 설정하는 단계를 포함할 수 있다.
실시예들을 통해서는, 뇌 심부 자극용 무선 전력 전송 시스템에 있어서 뇌에 삽입되는 부분을 최소화할 수 있다. 즉, 와이어나 리드를 뇌나 신체 내에 삽입할 필요 없이, 초소형의 수신 코일과 전극만을 뇌 내에 삽입하는 것으로 사용자(환자)에게 적합한 전기적 자극을 뇌의 표적 영역에 대해 전달할 수 있다.
신체 내에 삽입되는 부분이 최소화됨으로써, 장치의 삽입에 의한 신체 조직의 손상이나 장치의 결합에 의한 재수술의 필요성 등을 저감할 수 있다.
도 1은 뇌 심부 자극용 시스템을 나타낸다.
도 2는 일 실시예에 따른 뇌 심부 자극용 무선 전력 전송 시스템을 나타낸다.
도 3은 일 실시예에 따른 뇌 심부 자극용 무선 전력 전송 시스템에 대응하는 블록도를 나타낸다.
도 4는 일 실시예에 따른 뇌 심부 자극용 무선 전력 전송 시스템의 간략화된 등가 회로를 나타낸다.
도 5a/6a는 일 예에 따른 송신 코일부를 나타내고, 도 5b/6b는 일 예에 따른 수신 코일부를 나타낸다.
도 7a는 일 예에 따른 뇌 심부 자극용 무선 전력 전송 시스템을 나타내고, 도 7b는 일 예에 따른 수신 코일부를 나타낸다.
도 8은 일 예에 따른 송신 코일의 와이어 직경 및 와이어의 턴 수와 송신 코일의 무게의 관계를 나타내는 그래프이다.
도 9a는 일 예에 따른 송신 코일의 와이어 직경에 따른 송신 코일과 수신 코일 간의 상호 인덕턴스와 송신 코일의 저항의 변화를 나타내는 그래프이고, 도 9b는 일 예에 따른 송신 코일의 와이어 직경에 따른 수신 코일부의 출력 전압의 변화를 나타내는 그래프이다.
도 10a는 일 예에 따른 송신 코일의 와이어의 턴 수에 따른 송신 코일과 수신 코일 간의 상호 인덕턴스와 송신 코일의 저항의 변화를 나타내는 그래프이고, 도 10b는 일 예에 따른 송신 코일의 와이어의 턴 수에 따른 수신 코일부의 출력 전압의 변화를 나타내는 그래프이다.
도 11a는 일 예에 따른 수신 코일의 금속부의 금속의 폭 및 턴 수에 따른 송신 코일과 수신 코일 간의 상호 인덕턴스와 수신 코일의 저항의 변화를 나타내는 그래프이고, 도 11b는 일 예에 따른 수신 코일의 금속부의 금속의 폭 및 턴 수에 따른 수신 코일부의 출력 전압의 변화를 나타내는 그래프이다.
도 12a는 일 예에 따른 수신 코일의 금속부의 금속의 폭 및 층 수에 따른 송신 코일과 수신 코일 간의 상호 인덕턴스의 변화를 나타내는 그래프이고, 도 12b는 일 예에 따른 수신 코일의 금속부의 금속의 폭 및 층 수에 따른 수신 코일부의 출력 전압의 변화를 나타내는 그래프이다.
도 13은 일 예에 따른 무선 전력 송신 시스템의 입력 전압에 대한 출력 전압의 시뮬레이션 결과를 나타낸다.
도 14는 일 예에 따른 무선 전력 송신 시스템의 입력 전류에 대한 출력 전류의 시뮬레이션 결과를 나타낸다.
도 15는 일 실시예에 따른 뇌 심부 자극용 무선 전력 전송 시스템을 제조하는 방법을 나타내는 흐름도이다.
도 2는 일 실시예에 따른 뇌 심부 자극용 무선 전력 전송 시스템을 나타낸다.
도 3은 일 실시예에 따른 뇌 심부 자극용 무선 전력 전송 시스템에 대응하는 블록도를 나타낸다.
도 4는 일 실시예에 따른 뇌 심부 자극용 무선 전력 전송 시스템의 간략화된 등가 회로를 나타낸다.
도 5a/6a는 일 예에 따른 송신 코일부를 나타내고, 도 5b/6b는 일 예에 따른 수신 코일부를 나타낸다.
도 7a는 일 예에 따른 뇌 심부 자극용 무선 전력 전송 시스템을 나타내고, 도 7b는 일 예에 따른 수신 코일부를 나타낸다.
도 8은 일 예에 따른 송신 코일의 와이어 직경 및 와이어의 턴 수와 송신 코일의 무게의 관계를 나타내는 그래프이다.
도 9a는 일 예에 따른 송신 코일의 와이어 직경에 따른 송신 코일과 수신 코일 간의 상호 인덕턴스와 송신 코일의 저항의 변화를 나타내는 그래프이고, 도 9b는 일 예에 따른 송신 코일의 와이어 직경에 따른 수신 코일부의 출력 전압의 변화를 나타내는 그래프이다.
도 10a는 일 예에 따른 송신 코일의 와이어의 턴 수에 따른 송신 코일과 수신 코일 간의 상호 인덕턴스와 송신 코일의 저항의 변화를 나타내는 그래프이고, 도 10b는 일 예에 따른 송신 코일의 와이어의 턴 수에 따른 수신 코일부의 출력 전압의 변화를 나타내는 그래프이다.
도 11a는 일 예에 따른 수신 코일의 금속부의 금속의 폭 및 턴 수에 따른 송신 코일과 수신 코일 간의 상호 인덕턴스와 수신 코일의 저항의 변화를 나타내는 그래프이고, 도 11b는 일 예에 따른 수신 코일의 금속부의 금속의 폭 및 턴 수에 따른 수신 코일부의 출력 전압의 변화를 나타내는 그래프이다.
도 12a는 일 예에 따른 수신 코일의 금속부의 금속의 폭 및 층 수에 따른 송신 코일과 수신 코일 간의 상호 인덕턴스의 변화를 나타내는 그래프이고, 도 12b는 일 예에 따른 수신 코일의 금속부의 금속의 폭 및 층 수에 따른 수신 코일부의 출력 전압의 변화를 나타내는 그래프이다.
도 13은 일 예에 따른 무선 전력 송신 시스템의 입력 전압에 대한 출력 전압의 시뮬레이션 결과를 나타낸다.
도 14는 일 예에 따른 무선 전력 송신 시스템의 입력 전류에 대한 출력 전류의 시뮬레이션 결과를 나타낸다.
도 15는 일 실시예에 따른 뇌 심부 자극용 무선 전력 전송 시스템을 제조하는 방법을 나타내는 흐름도이다.
이하에서, 첨부된 도면을 참조하여 실시예들을 상세하게 설명한다. 각 도면에 제시된 동일한 참조 부호는 동일한 부재를 나타낸다.
도 1은 뇌 심부 자극용 시스템을 나타낸다.
뇌 심부 자극용 시스템은 일반적으로, 배터리와, 배터리에서 두개골까지 연결하는 연장선 및 뇌에 삽입되는 리드 및 전극으로 구성될 수 있다. 이러한 뇌 심부 자극용 시스템은 리드 및 전극을 비롯하여 연장선의 일부까지 신체 내에 삽입되어야 할 수 있다. 이러한 인체 삽입형 구조는 배터리의 수명이 다하거나, 연장선 및 리드 중 적어도 하나의 결함이 발생하는 경우 외과적 재수술이 필요하게 된다는 문제점이 있다.
일례로, 도시된 뇌 심부 자극(DBS)용 시스템(100)은 뇌에 삽입되는 리드(130) 및 전극부(140)와, 도시되지 않은 배터리를 포함하고 뇌에 전달되는 전기적 자극(신호)를 프로그래밍하는 뉴로스티뮬레이터(110), 및 뉴로스티뮬레이터(110)와 리드(130)를 연결하는 연장부(120)를 포함할 수 있다. 도시된 것처럼, 뇌의 표적 영역에 대해 전기적 자극을 전달하기 위해 리드(130)와 전극부(140)가 뇌에 삽입될 수 있다.
리드(130)는 연장부(120)와 전극부(140) 간의 연결부로서 얇고 절연된 와이어를 포함할 수 있다. 전극부(140)는 단부에 배치되는 전극으로서 뇌의 표적 영역에 전기적 자극을 전달하기 위한 작은 전극(tiny electrode)을 포함할 수 있다.
연장부(120)는 절연된 와이어를 포함할 수 있고, 이러한 절연된 와이어의 적어도 일부는 사용자의 피부 아래에 배치될 수 있고, 리드(130)와 뉴로스티뮬레이터(110)를 서로 접속할 수 있다.
뉴로스티뮬레이터(110)는 배터리를 포함하는 전원과, 리드(130) 및 전극(140)을 통해 사용자에게 적합한 전기적 자극(예컨대, 전기 펄스)이 표적 영역에 대해 전달되도록 프로그래밍된 칩을 포함할 수 있다.
도시된 DBS용 시스템(100)은 항상 신체 내에 또한 뇌에 리드(130) 및 전극(140)을 삽입한 채로, 사용자가 생활해야 하기 때문에 리드(130)의 움직임에 의한 뇌 조직의 손상이 발생할 우려가 높다. 체내에 연장부(130)의 와이어가 배치됨으로써, 이러한 와이어가 사용자의 움직임에 의해 끊어지거나, 와이어에 결함이 발생할 우려가 있다. 또한, 뉴로스티뮬레이터(110)까지 전부 체내에 삽입되는 경우, 배터리의 교환 주기(예컨대, 평균 2 내지 5년)마다 이를 교체하기 위한 외과적 수술이 요구될 수 잇다. 배터리의 크기는 일반적으로 육안이나 X 레이 사진을 통해 식별 가능할 정도로 클 수 있으므로, 그것이 삽입된 사용자에게 불편을 야기할 수 있다.
이러한 DBS용 시스템(100)의 문제점을 해결하기 위해, 무선전력전송 기술을 적용한 DBS용 시스템을 이용할 수 있다. 일례로, 두개골의 외측(즉, 두개골을 중심으로 상부)에 송신 코일을 위치시키고, 두개골의 내측(즉, 두개골을 중심으로 하부)에 수신 코일을 위치시키도록 하는 구조나, 복수의 코일(예컨대, 4개)을 사용하여 DBS 시스템을 구현하는 구조가 고려될 수 있다. 그러나, 이러한 구조들의 경우 수신 코일 측에 리드가 마련되어야 할 필요가 있다. 즉, 여전히 리드가 뇌에 삽입될 필요가 있다.
도 2 내지 도 15를 참조하여 후술될 실시예를 통해서는 배터리 및 연장선 뿐만아니라, 리드 역시 뇌에 삽입되지 않으며, 초소형의 코일과 전극만을 뇌에 삽입하여 뇌 심부를 자극할 수 있도록 하는 무선 전력 전송 시스템에 대해 설명한다. 실시예의 무선 전력 전송 시스템을 통해서는 신경 자극이 가능한 초소형 코일을 사용함으로써 주변 조직의 손상을 최소화할 수 있다.
말하자면, 후술될 실시예를 통해서는, 배터리는 신체 외부에 배치하고, 와이어 및 리드 역시 신체 내부에 배치하지 않으며, 작은 전극(예컨대, 마이크로 코일) 만을 뇌의 내부에 배치하여 뇌를 자극할 수 있도록 하는 구조의 DBS용 무선 전력 전송(Wireless Power Transfer; WPT) 시스템이 제공될 수 있다.
실시예의 WPT 시스템은 송신 코일 및 수신 코일에 해당하는 코일부의 설계에 따라 성능이 좌우되므로, 이러한 코일부의 설계를 위해, 송신 코일 및 수신 코일의 설계 파라미터와 뇌를 자극하기 위해 요구되는 출력 전압 간의 관계를 분석할 필요가 있다. 즉, DBS 용 WPT 시스템의 동작 조건 및 설계 제약 하에서 적절한 목표 출력 전압을 얻기 위해, 송신 코일 및 수신 코일의 설계 파라미터와 출력 전압과의 관계를 분석해야 하며, 이러한 분석의 결과에 기반하여 송신 코일 및 수신 코일을 설계 및 제조할 수 있다.
실시예의 DBS 용 WPT 시스템과 그 제조 방법에 대해서는 후술될 도 2 내지 도 15를 참조하여 더 자세하게 설명된다.
도 2는 일 실시예에 따른 뇌 심부 자극용 무선 전력 전송 시스템을 나타낸다.
도시된 뇌 심부 자극용 무선 전력 전송 시스템(200)은, 사용자의 머리 둘레에 착용되는, 송신 코일을 포함하는 송신 코일부(210)와, 사용자의 뇌에 삽입되고, 송신 코일부(210)로부터 무선으로 전력을 송신 받는 수신 코일 및 수신된 전력에 기반하여 사용자의 뇌의 표적 영역에 대해 전기적 자극을 전달하기 위한 전극을 포함하는 수신 코일부(230) 및 뉴로스티뮬레이터(neurostimulator)(220)를 포함할 수 있다.
뉴로스티뮬레이터(220)는 송신 코일부(210)와 예컨대, 유선 또는 무선으로 전기적으로 접속될 수 있고, 사용자의 체외에 배치될 수 있다. 뉴로스티뮬레이터(220)는 송신 코일부(210)에 전원을 공급하기 위한 전원과, 배터리 및 수신 코일부(230)에 의해 뇌의 표적 영역에 사용자에게 적합화된 전기적 자극이 전달될 수 있도록 프로그래밍된 칩을 포함할 수 있다. 상기 칩은 예컨대, 사용자의 신체적인 특징이나 사용자가 앓고 있는 질병의 종류에 따라 적절한 전기적 자극이 전달될 수 있도록 프로그래밍될 수 있다. 즉, 상기 칩은 사용자에게 특정(또는 커스터마이즈된) 전기적 자극이 전달될 수 있도록 프로그래밍될 수 있다.
후술될 상세한 설명에서, 설명의 편의 상 '송신 코일'의 용어는 송신 코일부(210)의 송신 코일이나 송신 코일부(210) 자체를 나타내는 것으로 사용될 수 있다. 또한, '수신 코일'의 용어는 수신 코일부(230)의 수신 코일이나 수신 코일부(230) 자체를 나타내는 것으로 사용될 수 있다.
송신 코일부(210)는 신체 외부에 배치되거나 또는 신체에 착용 가능한 형태로 구성될 수 있다. 예컨대, 도시된 것처럼, 송신 코일부(210)는 머리에 착용되는 머리띠와 같은 형태로 구성될 수 있다. 송신 코일부(210)와 접속되는 뉴로스티뮬레이터(220) 또한 신체의 외부에 배치될 수 있다. 예컨대, 도시된 것처럼, 뉴로스티뮬레이터(220)는 와이어를 통해 송신 코일부(210)와 접속될 수 있고 사용자의 귀 부근에 배치될 수 있다.
도시된 것처럼, 송신 코일부(210)의 송신 코일 및 수신 코일부(230)의 수신 코일 간의 무선 전력 전송에 의해 전력이 수신 코일로 전달될 수 있다.
수신 코일부(230)의 수신 코일은 뇌의 내부에 삽입되는 것으로서 그 크기는 매우 작을 수 있다. 수신 코일은 예컨대, CMOS 공정에 의해 제조된 것일 수 있다. 수신 코일부(230)는 수신된 전력에 따른 전압을 직류 전압으로 변환하기 위한 정류기(232) 및 스무딩 캡(234)을 포함할 수 있다. 말하자면, 정류기(232) 및 스무딩 캡(234) 역시 뇌에 수신 코일과 함께 삽입될 수 있다.
뇌에 삽입되는 수신 코일부(230)(수신 코일 장치)는 송신 코일부(210)와 접속되는 뉴로스티뮬레이터(220)의 동작에 따라, 사용자의 뇌의 표적 영역에 사용자에게 적합화된 전기적 자극이 전달 되도록 구성될 수 있다. 전기적 자극은 수신 코일부(230)의 전극(미도시)에 의해 표적 영역으로 전달될 수 있다.
아래에서, 송신 코일과 무선 코일 간의 무선 전력 전송의 원리에 대해 설명한다. 무선 전력 전송은, 1차측 코일(즉, 송신 코일)에 흐르는 전류에 의해 자기장이 형성되고, 형성된 자기장에 의해 2차측 코일(즉, 수신 코일)에 유도 전압이 발생하게 된다는 패러데이 법칙에 따라 이루어질 수 있다. 유도 전압은 각주파수와 코일들 간의 상호 인덕턴스 및 1차측 코일에 흐르는 전류에 비례할 수 있다. 실제로 부하에서 사용되는 전력은 유도 전압에 의존하므로, 유도 전압의 크기에 따라 (2차측 코일과 접속되는) 회로의 작동 유무가 결정될 수 있다.
또한, 무선 전력 전송은 자기공진 시스템을 이용할 수 있다. 자기공진을 통해, 회로에 커패시터를 연결함으로써(즉, 송신 측 및 수신 측에서 매칭 커패시터를 연결함으로써) 코일의 인덕턴스의 의한 무효전력을 최소화할 수 있고, 따라서, 무선 전력 전송의 효율을 최대화할 수 있다. 예컨대, 자기공진 시스템의 원리에 따라 (전력의) 송신 측에서 바라보는 입력 임피던스가 최소가 되도록 함으로써 무선 전력 전송의 효율을 극대화시킬 수 있다.
뇌 심부 자극용 무선 전력 전송 시스템(200)의 보다 구체적인 회로 구조에 대해서는 후술될 도 3 및 4를 참조하여 더 자세하게 설명된다.
이상 도 1을 참조하여 전술된 기술적 특징들에 대한 설명은 도 2에 대해서도 그대로 적용될 수 있는 바, 중복되는 설명은 생략한다.
도 3은 일 실시예에 따른 뇌 심부 자극용 무선 전력 전송 시스템에 대응하는 블록도를 나타낸다.
도시된 블록도에서 송신 회로부 측은 송신 코일부(210) 측을 나타낼 수 있다. 송신 회로부에는 뉴로스티뮬레이터(220)의 적어도 일부의 구성이 포함될 수도 있다. 수신 회로부 측은 수신 코일부(230) 측을 나타낼 수 있다.
도시된 예시에서는, DC-AC 컨버터(310)를 통해 교류 전압이 송신 코일에 인가될 수 있다. 교류 전압은 뉴로스티뮬레이터(220)의 동작에 기반하여 발생되는 것일 수 있다. DC-AC 컨버터(310)는 뉴로스티뮬레이터(220)에 포함된 구성이거나, 또는 송신 코일부(210)에 포함된 구성일 수 있다. 송신 코일부(210)는 뉴로스티뮬레이터의 동작에 기반하여 발생되는 교류 전압의 소스와 송신 코일 사이에 접속되는 매칭 커패시터(320)를 포함할 수 있다.
DC-AC 컨버터(310)에 의한 교류 전압은 매칭 커패시터(320)와 송신 코일(1차측 코일)을 통해, 최대의 효율로 수신 코일(2차측 코일)로 전송될 수 있다. 수신 측 회로에서, 수신된 전력에 따른 교류 전압은 정류기(232)와 스무딩 캡(234)을 통해 직류 전압으로 변환될 수 있다. 뇌를 자극하기 위한 전기적 자극은 변환된 직류 전압에 기반할 수 있다. 또는, 뇌를 자극하기 위한 전기적 자극은 펄스 전압에 기반할 수 있다.
한편, 수신 코일부(230) 또한, 수신 코일과 정류기(232) 사이에 접속되는 매칭 커패시터(330)를 포함할 수 있다. 이러한 실시예의 구조에 있어서 수신 측의 회로에 연결되는 매칭 커패시터(330)는 럼프 커패시터(lumped capacitor) 또는 CMOS 커패시터일 수 있다. 럼프 커패시터의 사이즈는 예컨대, 0.4 mm*0.2 mm 이하일 수 있다. 매칭 커패시터(330)의 사이즈 및 커패시턴스 값은 공진 주파수와 수신 코일의 인덕턴스 값에 기반하여 결정될 수 있다. 다만, 수신 코일부(230)는 뇌에 삽입되는 것으로서 그 크기가 매우 작게 되어야 할 수 있다. 이에 따라, 수신 코일부(230)(수신 측의 회로)는 매칭 커패시터(330)를 포함하지 않을 수 있다. 즉, 수신 회로부(수신 코일부(230))의 소형화에 따라 매칭 커패시터(330)는 포함되지 않을 수 있으며, 따라서, 에너지 전달 등에 있어서 손실이 적은 수신 코일의 구조를 설계하는 것이 중요하게 될 수 있다.
뇌 심부 자극용 무선 전력 전송 시스템(200)에 대응하는 등가 회로에 대해서는 후술될 도 4를 참조하여 더 자세하게 설명된다.
이상 도 1 및 2를 참조하여 전술된 기술적 특징들에 대한 설명은 도 3에 대해서도 그대로 적용될 수 있는 바, 중복되는 설명은 생략한다.
도 4는 일 실시예에 따른 뇌 심부 자극용 무선 전력 전송 시스템의 간략화된 등가 회로를 나타낸다.
도시된 회로는 뇌 심부 자극용 무선 전력 전송 시스템(200)의 간략화된 등가 회로를 나타낸다. 도시된 것처럼, 수신 측 회로에 있어서 매칭 커패시터(330)는 포함되지 않을 수 있다.
도 4에서 도시된 송신 측 회로는 도 3을 참조하여 전술된 송신 측 회로에 대응할 수 있다. 송신 측 회로는 교류 전압 송신부(vin,AC), 송신 코일(Lp), 송신 코일의 저항(Rp)을 포함할 수 있다. 송신 측 회로는 매칭 커패시터(Cp)를 더 포함할 수 있다.
도 4에서 도시된 수신 측 회로는 도 3을 참조하여 전술된 수신 측 회로에 대응할 수 있다. 수신 측 회로는 수신 코일(Ls), 수신 코일의 저항(Rs) 및 부하 저항(RL)을 포함할 수 있다. 송신 코일(Lp) 및 수신 코일(Ls) 간의 상호 인덕턴스는 M으로 표기될 수 있다. 부하 저항(RL)은 뇌에 대응하는 저항(즉, 뇌의 조직의 저항)을 나타낼 수 있다.
도 4에서 도시된 회로를 키르히호프의 법칙을 통해 풀이하면, 2차측 회로에서의 부하에 걸리는 전압(vout)은 다음과 같은 수학식으로 표현될 수 있다.
[수학식 1]
ip는 도시된 송신 측 전류를, is는 도시된 수신 측 전류(출력 전류)를 나타낼 수 있다. 각속도(
)는 뇌 심부 자극용 무선 전력 전송 시스템(200)의 동작 주파수에 기반하여 결정될 수 있다. 동작 주파수는 예컨대, 산업, 과학, 의료 분야에 할당된 ISM(Industry-Science-Medical) 밴드 중에서 가장 낮은 주파수인 6.78MHz로서 선택될 수 있다. ISM 밴드는 예컨대, 표 1과 같다.
| ISM Band | |
| 6.765 - 6.795 MHz | 886 - 906 MHz |
| 13.553 - 13.561 MHz | 2,400 - 2,500 MHz |
| 26.957 - 27.283 MHz | 5,725 - 5,875 MHz |
| 40.66 - 40.70 MHz | 24.0 - 24.25 GHz |
| 83.996 - 84.004 MHz | 61.0 -61.5 GHz |
| 167.992 - 168.008 MHz | 122 - 123 GHz |
| 433.05 - 434.79 MHz | 244 - 246 GHz |
부하 저항(RL)은 뇌의 조직의 저항은 예컨대, 500 내지 2000옴인 것으로 가정할 수 있다. 후술될 예시에서는, 부하 저항을 1000옴인 것으로 가정하여 시스템을 분석하였다. 이러한 뇌의 조직의 저항은 DBS 리드 표면적(Lead Surface Area)이 0.06cm2인 때의 값일 수 있다. 상기 수학식 1에서 상대적으로 큰 RL과 상대적으로 작은 M의 크기 차이에 의해 분모에서 몇몇 항들은 매우 작으므로 무시될 수 있다. 따라서, 수학식 1의 최종식과 같은 식이 얻어질 수 있다.
한편, 상기 수학식 1에서, jwLS는 수신 측 회로에 매칭 커패시터(330)가 존재하지 않음에 따라 상쇄되지 못한 항에 해당할 수 있다. 그러나, 수신 코일의 크기가 매우 작게 됨에 따라 그 인덕턴스 역시 작게 될 것이므로 해당 항의 값은 RL에 비해 무시할 수 있을 정도로 작은 값으로 볼 수 있다. 따라서, jwLS 항은 무시될 수 있다. 따라서, 수학식 1에서의 최종식과 같은 출력 전압(vout)이 도출될 수 있다.
이러한 수학식 1을 통해, 출력 전압(vout)은 동작 주파수, 상호 인덕턴스 및 각 코일의 저항과 밀접하게 관련된다는 점을 확인할 수 있다.
출력 전압(vout)에 영향을 주는 중요한 요소 중 하나인 동작 주파수 선정에 관해 더 자세하게 설명한다. 동작 주파수가 높을수록 출력 전압(vout)은 증가하는 반면, 주파수가 높아질수록 도선의 저항 역시 증가할 수 있다. 이러한 저항의 증가는 스킨 효과(skin effect)와 프록시미티 효과(proximity effect)에 의한 것일 수 있다.
스킨 효과는, 고주파수가 될수록 전류가 도선의 외곽으로 몰리는 경향(즉, 전류 밀도가 도선의 외측으로 갈수록 높아지는 경향)이 있으므로, 전류가 흐르는 도선의 유효 면적이 줄어들게 됨으로써 도선의 저항이 결과적으로 증가하게 되는 효과를 의미한다. 프록시미티 효과는 인접한 도선에 흐르는 전류의 방향에 따라 전류가 흐르는 도선의 유효면적이 줄어들게 됨으로써 도선의 저항이 결과적으로 증가하게 되는 효과를 나타낸다.
이러한 스킨 효과 및 프록시미티 효과에 의해, 주파수가 증가할 경우 컨덕션 로스가 발생할 수 있으며, 또한, 주파수가 높아질수록 회로를 구성하는 소자 선택에 있어서 제약이 생기게 될 수 있다. 따라서, 실시예에서는, 산업, 과학, 의료 분야에 할당된 ISM (Industry-Science-Medical) 밴드 중에서 가장 낮은 주파수인 6.78MHz를 동작 주파수로서 선택할 수 있다.
후술될 도 5 내지 도 12를 참조하여서는, 목표 출력 전압을 달성하기 위해 뇌 심부 자극용 무선 전력 전송 시스템(200)의 송신 코일 및 수신 코일의 설계 파라미터를 적절하게 선택하는 방법에 대해 더 자세하게 설명한다.
이상 도 1 내지 도 3을 참조하여 전술된 기술적 특징들에 대한 설명은 도 4에 대해서도 그대로 적용될 수 있는 바, 중복되는 설명은 생략한다.
도 5a는 일 예에 따른 송신 코일부를 나타내고, 도 5b는 일 예에 따른 수신 코일부를 나타낸다.
도 5a에서는 송신 코일부(210)의 송신 코일이 도시되었다. 도시된 것처럼, 송신 코일은 사용자의 머리에 대응하는 내부 공간을 두고, 머리에 대응하는 내부 공간을 중심(즉, 내부 공간의 중심을 중심)으로 소정의 턴 수만큼 감겨서 배치되는 와이어를 포함할 수 있다.
예컨대, 송신 코일을 구성하는 와이어는, 일 평면에 대해, 머리에 대응하는 내부 공간을 중심으로, 동심원 또는 동심 타원 소정의 턴 수만큼 감겨서 배치될 수 있다. 즉, 도시된 것처럼, 일례로 소정의 턴 수는 4가 될 수 있고, 송신 코일을 구성하는 와이어는 머리에 대응하는 내부 공간을 중심으로 4개의 동심원 또는 동심 타원을 이루도록 감겨서 배치될 수 있다.
또한, 송신 코일을 구성하는 와이어는, 복수의 층으로, 머리에 대응하는 내부 공간을 중심으로, 소정의 턴 수만큼 감겨서 배치될 수 있다. 즉, 도시된 것처럼, 일례로 소정의 턴 수는 3이 될 수 있고, 송신 코일을 구성하는 와이어는 머리에 대응하는 내부 공간을 중심으로 3개의 층을 이루도록 감겨서 배치될 수 있다. 이 때의 턴 수는 층 수를 나타낼 수 있다.
따라서, 도시된 것처럼, 송신 코일은 와이어가 가로 및 세로로 복수 회 감겨서 제조될 수 있다(도시된 예시에서는 4*3).
송신 코일을 구성하는 와이어의 폭은 dTx로 표현될 수 있다.
도 5b에서는 수신 코일부(230)의 수신 코일이 도시되었다. 수신 코일은 일 평면에 대해, 동심원, 동심 타원 또는 동심 다각형(예컨대, 도시된 것과 같은 사각형)의 형태로 소정의 턴 수만큼 감겨서 배치되는 금속부를 포함할 수 있다. 금속부를 구성하는 금속(즉, 금속 띠)의 폭은 w로 표현될 수 있다.
금속부는 일 평면에 대해, 동심원, 동심 타원 또는 동심 다각형의 형태로 소정의 턴 수만큼 감겨서 배치되어 구성되는 금속 층(layer)을 포함할 수 있고, 복수의 금속 층들을 포함할 수 있다. 각 금속 층은 동심원, 동심 타원 또는 동심 다각형의 형태로 소정의 턴 수만큼 감겨서 배치된 금속을 나타낼 수 있다. 도 5b에는 하나의 금속 층만이 표현되어 있다.
말하자면, 수신 코일은 도 5b에서 도시된 바와 같은 금속 층을 복수 개 포함할 수 있다.
전술한 송신 코일의 와이어의 직경(dTx) 및 송신 코일을 구성하기 위한 와이어의 턴 수(NTx)는 각각 송신 코일의 설계 파라미터가 될 수 있다. 턴 수(NTx)는 와이어의 층 수와는 별개일 수 있다. 수신 코일의 금속의 폭(w) 및 수신 코일을 구성하기 위한 금속의 턴 수(NRx)는 각각 수신 코일의 설계 파라미터가 될 수 있다.
이러한 설계 파라미터를 조절하여 송신 코일 및 수신 코일을 설계 및 제조함으로써 목표 출력 전압을 갖는 WPT 시스템(200)을 설계 및 제조할 수 있다.
이상 도 1 내지 도 4를 참조하여 전술된 기술적 특징들에 대한 설명은 도 5에 대해서도 그대로 적용될 수 있는 바, 중복되는 설명은 생략한다.
도 6a는 일 예에 따른 송신 코일부를 나타내고, 도 6b는 일 예에 따른 수신 코일부를 나타낸다.
도 6을 참조하여 송신 코일 및 수신 코일의 인덕턴스를 계산하는 방법에 대해 설명한다. 송신 코일 및 수신 코일의 인덕턴스는 와이어의 직경, 와이어의 폭 및 턴 수에 기반하여 결정될 수 있다.
예컨대, 송신 코일의 인덕턴스는 다음의 수학식 2를 통해 계산될 수 있다.
[수학식 2]
N은 송신 코일의 턴 수일 수 있다. 예컨대, N은 전술된 NTx에 대응할 수 있다. a, b 및 c가 나타내는 바는 도 6a에서 도시되었다. 본 개시의 수학식들에서 에서 사용되는 변수/파라미터의 길이 단위는 mm일 수 있다.
한편, 송신 코일의 인덕턴스는 예컨대, 다음의 수학식 3을 통해 계산될 수 있다.
[수학식 3]
di는 및 do는 각각 수신 코일의 내경 및 외경을 나타내는 것으로서, 이들이 나타내는 바는 도 6b에서 도시되었다.
이상 도 1 내지 도 5를 참조하여 전술된 기술적 특징들에 대한 설명은 도 6에 대해서도 그대로 적용될 수 있는 바, 중복되는 설명은 생략한다.
도 7a는 일 예에 따른 뇌 심부 자극용 무선 전력 전송 시스템을 나타내고, 도 7b는 일 예에 따른 수신 코일부를 나타낸다.
도 7a에서 도시된 예시에서와 같이, 송신 코일부(210)의 송신 코일의 내경은 송신 코일의 머리에 대응하는 내부 공간의 직경에 해당할 수 있다.
도 7b에서 도시된 예시에서와 같이, 수신 코일부(230)의 수신 코일은 내부 공간을 두고, 일 평면에 대해, 해당 내부 공간을 중심으로 동심원, 동심 타원 또는 동심 다각형(도시된 예시에서는 사각형)의 형태로 소정의 턴 수만큼 감겨서 배치되어 구성되는 금속부를 포함할 수 있다. 정류기(232) 및 스무딩 캡(234)은 내부 공간에 배치될 수 있다. 이와 같은 구조에 의해 전체적인 송신 코일부(210)의 크기를 콤팩트하게 만들 수 있다.
아래의 표 2 및 표 3은 예시적인 DBS용 WPT 시스템(200)의 설계 요건(동작 조건) 및 제약 사항에 대해 설명한다.
| 동작 조건 | |
| 뇌에 전달되는 전류 | 100 μA ~ 300 μA |
| 자극 전압 | 0.1 V ~ 0.3 V |
| 수신 코일의 전압 | > 0.5 V |
| 설계 제약 사항 | |
| 송신 코일의 무게 | < 100 g |
| 송신 코일의 내경 | 175 mm |
| 수신 코일의 외경 | < 1.41 mm |
| 수신 코일의 내경 | > 0.5 mm |
DBS용 WPT 시스템(200)은 인체에 삽입되는 부분을 포함하는 바, 동작 조건 및 설계 제약이 존재할 수 있다. 동작 조건으로서는, 예컨대, 뇌를 자극하기 위한 전류 조건 및 이를 위한 자극 전압 조건을 포함할 수 있다. 또한, 수신 코일의 전압 역시 동작 조건에 포함될 수 있다. 수신 코일의 전압은 바로 뇌를 자극하는 것이 아니며 정류기(232)를 거쳐 전압 강하가 이루어진 후에 뇌를 자극할 수 있다. 정류기(232)의 동작을 위해서는 문턱 전압이 요구될 수 있다. 수신 코일의 전압은 정류기(232)의 문턱 전압만큼 강하되어 뇌를 자극할 수 있다. 예컨대, 쇼트키 다이오드를 이용한 정류기(232)가 사용되는 경우 문턱 전압은 0.2~0.3V가 될 수 있다. 이러한 전압 값을 고려하여 수신 코일의 전압 조건이 설정될 수 있다. 설계 제약 사항은 송신 코일의 무게 및 내경을 포함할 수 있다. 사용자가 앓고 있는 질병이나 질환의 종류에 따라 송신 코일은 사용자에게 계속하여 착용될 것이 요구되므로, 무게에 대한 제약이 존재할 수 있다. 기존의 뉴로스티뮬레이터의 무게가 49g라는 점을 고려하여, 송신 코일의 무게는 100g 이하가 되어야 할 수 있다. 또한, 송신 코일의 내경은 사람의 평균 머리 직경(예컨대, 175mm) 또는 머리 둘레를 사용하여 여기에 지나치게 벗어나지 않도록 설정되어야 할 수 있다.
그리고, 수신 코일에 대해서는, 종래의 DBS 시스템의 리드의 최대 직경이 1.41mm임을 고려하여, 수신 코일은 수신 코일의 외경이 이를 초과하지 않도록 설정될 수 있다. 수신 코일의 내경은 스무딩 커패시터(234)의 럼프 엘리먼트(lumped element)의 최소 사이즈(예컨대, 0.303mm)와 정류기(232)의 사이즈를 고려하여, 스무딩 커패시터(234)와 정류기(232)가 배치되는 공간을 고려하여 설정될 수 있다. 스무딩 커패시터(234)로서 럼프 커패시터 또는 CMOS 커패시터가 사용될 수 있다.
DBS용 WPT 시스템(200)은 전술한 동작 조건과 설계 제약을 고려하여 설계될 수 있다. 또한, 송신 코일 및 수신 코일은 각각 소정의 온도 조건(예컨대, 최대 온도)을 더 만족하도록 설계될 수 있다.
한편, 송신 코일의 무게나, 송신 코일 및 뉴로스티뮬레이터(220)의 무게의 합은 일반적인 VR 헤드셋의 무게(400-500g)나 게이밍 헤드셋의 무게(350g)보다 더 가볍게 설계되어야 할 수 있다.
도 8은 일 예에 따른 송신 코일의 와이어 직경 및 와이어의 턴 수와 송신 코일의 무게의 관계를 나타내는 그래프이다.
송신 코일의 와이어의 직경(dTx)이 두꺼워질 수록, 송신 코일의 와이어의 턴 수(NTx)가 많아질수록 송신 코일의 무게는 커질 수 있다. 송신 코일의 직경(dTx)과 턴 수(NTx)는 송신 코일의 무게 제약 사항(예컨대, 100g 이하)을 만족하도록 선택되어야 할 수 있다.
도 9a는 일 예에 따른 송신 코일의 와이어 직경에 따른 송신 코일과 수신 코일 간의 상호 인덕턴스와 송신 코일의 저항의 변화를 나타내는 그래프이고, 도 9b는 일 예에 따른 송신 코일의 와이어 직경에 따른 수신 코일부의 출력 전압의 변화를 나타내는 그래프이다.
도 9 및 후술될 도 10의 예시에는, 다음과 같은 조건이 가정될 수 있다. 즉, Vin=2.5V, RL=1000옴, f=6.786Hz(동작 주파수), Ls=7.59-9H, Rs=80옴, Rx: 수신 코일의 내부 가로*세로 크기: 0.5mm*1.1mm, (수신) 코일의 턴 수: 100t, 코일의 한 턴의 폭: 10μm이 가정될 수 있다.
도 9에서 송신 코일의 턴 수는 8로 가정될 수 있다.
도 9a를 참조할 때, 송신 코일의 와이어의 증가함에 따라 송신 코일 및 수신 코일 간의 상호 인덕턴스와 송신 코일의 저항이 줄어드는 것을 확인할 수 있다. 다만, 와이어 직경이 증가함에 따라 상호 인덕턴스는 크게 변하지 않지만 저항은 크게 변화한다는 점을 확인할 수 있다. 또한, 도 9b를 참조할 때, 수신 코일부(230)의 출력 전압(vout)은 송신 코일의 직경의 증가함에 따라 증가하는 것을 알 수 있다.
따라서, 도 9a 및 도 9b의 내용에 비추어 볼 때, 송신 코일의 저항이 출력 전압(vout)에 비례하는 유도 전압의 결정에 있어서 dominant한 인자가 된다는 점을 확인할 수 있다.
도 10에서 송신 코일의 와이어의 직경은 1.6mm인 것으로 가정될 수 있다.
도 10a를 참조할 때, 송신 코일의 와이어의 턴 수에 증가에 따라 상호 인덕턴스와 송신 코일의 저항이 모두 증가함을 확인할 수 있다. 수신 코일부(230)의 출력 전압(vout)의 변화를 살펴보면, 송신 코일의 와이어 직경이 1.6mm인 경우에 있어서, 출력 전압은 송신 코일의 와이어의 턴 수를 변화시킬 경우, 턴 수가 8 이하에서는 상호 인덕턴스의 증가에 영향을 받지만, 그 이후에는 송신 코일의 저항의 증가에 더 영향을 받는다는 것을 알 수 있다. 즉, 각 직경에 대해 최대의(즉, 피크가 되는) 출력 전압을 갖는 턴 수가 있음을 알 수 있다(즉, 각 직경에 대해 출력 전압의 변곡점에 해당하는 턴 수가 존재함). 이에 따라, 송신 코일부(210)의 송신 코일을 구성하기 위해 사용되는 와이어의 턴 수는, 와이어의 소정의 직경 및 소정의 동작 주파수에 대해, 출력 전압 값이 피크가 되는 와이어의 턴 수로서 결정될 수 있다.
도 9 및 도 10을 참조하여 검토한 바와 같이, 송신 코일부(210)의 송신 코일의 설계에 있어서는, 와이어 직경, 턴 수 및 그 무게가 설계 파라미터들로서 고려될 수 있다.
후술될 도 11 및 도 12의 경우에 있어서도 동작 주파수는 6.78MHz로 가정되었다.
도 11a는 일 예에 따른 수신 코일의 금속부의 금속의 폭 및 턴 수에 따른 송신 코일과 수신 코일 간의 상호 인덕턴스와 수신 코일의 저항의 변화를 나타내는 그래프이고, 도 11b는 일 예에 따른 수신 코일의 금속부의 금속의 폭 및 턴 수에 따른 수신 코일부의 출력 전압의 변화를 나타내는 그래프이다.
도 11에서, 수신 코일의 금속부의 층 수는 1로 가정되었다.
도 11a는 수신 코일의 금속의 폭과 하나의 층의 턴 수에 따른 상호 인덕턴스의 변화를 나타낼 수 있다. 수신 코일부(230)는 크기 제약에 의해 내경과 외경이 고정되어 있으므로, 한정된 면적에 대해 금속의 폭 및 턴 수가 결정될 수 있다. 즉, 금속의 폭과 턴 수는 반비례의 관계에 있을 수 있다. 도 11a를 참조하면, 금속의 폭이 작게 될수록 턴 수는 많아지고, 송신 코일과 수신 코일 간의 상호 인덕턴스와 수신 코일의 저항이 모두 커지는 것을 것을 확인할 수 있다. 즉, 금속의 폭이 커질수록 턴 수는 줄어들게 되고 상호 인덕턴스는 감소하게 될 수 있다.
도 11b에서는 이러한 금속의 폭 및 턴 수의 변화에 따른 이에 따른, 수신 코일부(230)의 출력 전압 변화가 도시되었다. 일반적인 경향에 있어서, 금속의 폭이 증가하면 출력 전압은 감소함을 확인할 수 있다. 다만, 금속의 폭이 1μm인 경우(이 때, 턴 수는 120에 해당함)에는 수신 코일의 저항이 1513옴이 되어, 수신 코일의 저항이 뇌의 저항보다 큰 값을 갖게 되므로 최대 출력 전압이 얻어지지 않음을 확인할 수 있다. 즉, 턴 수가 너무 작은 경우에는 수신 코일의 저항이 뇌의 저항보다 커지게 되어 출력 전압이 목표 출력 전압(예컨대, 0.5V)에 도달하지 못함을 확인할 수 있다. 따라서, 일례로, 수신 코일을 구성하기 위해 사용되는 금속부를 구성하는 금속의 폭 및 턴 수는, 수신 코일에 대응하는 저항 값이 뇌에 대응하는 저항 값 이하가 되도록 설정될 수 있다.
아래 표 4는 금속의 폭에 따른 턴 수와 이 때의 수신 코일의 저항 값의 예시를 나타낼 수 있다.
| 금속의 폭 | 1 | 2 | 3 | 5 | 10 | 20 | 30 | 40 | 50 |
| 턴 수 | 120 | 85 | 66 | 40 | 25 | 13 | 9 | 7 | 5 |
| 저항 값(옴) | 1513 | 539 | 279 | 106 | 32 | 8.4 | 3.8 | 2.24 | 1.33 |
도시된 예시에서는, 금속의 폭 2μm(턴 수: 85)에서 최대의 출력 전압이 나타나며, 이 때의 수신 코일의 저항 값은 (상대적으로 매우 큰 값인) 539옴이 됨을 확인할 수 있다. 수신 코일의 저항이 큰 경우에는 손실이 많이 일어나므로, 수신 코일의 저항이 작게 되도록 하기 위해서는(즉, 폭이 더 큰 코일을 사용하기 위해서는) 수신 코일의 층을 증가시킬 수 있다. 즉, 출력 전압 조건을 만족시키기 위해서, 수신 코일의 층 수를 증가시킬 수 있다. 예컨대, 층 수가 1인 경우, 수신 코일의 폭이 2μm라면, 수신 코일의 출력 전압이 가장 높게 되어도 수신 코일의 저항이 크므로 목표로 하는 0.5V를 넘길 수 없을 수 있다. 따라서, 이를 보완하기 위해 수신 코일의 층 수를 증가시킴으로써 수신 코일의 상호 인덕턴스(mutual inductance)를 증가시킬 수 있다. 출력 전압은 상호 인덕턴스와 비례 관계에 있다. 층 수를 높이는 경우 더 큰 폭의 코일이 사용될 수 있다. 말하자면, 층 수를 증가시키는 것을 통해 동일한 상호 인덕턴스 값을 유지하면서 더 낮은 저항 값을 가질 수 있는 폭이 더 큰 코일을 사용할 수 있게 된다. 이를 통해 목표 조건에 만족하는 출력 전압 값을 얻을 수 있다.
도 12a는 일 예에 따른 수신 코일의 금속부의 금속의 폭 및 층 수에 따른 송신 코일과 수신 코일 간의 상호 인덕턴스의 변화를 나타내는 그래프이고, 도 12b는 일 예에 따른 수신 코일의 금속부의 금속의 폭 및 층 수에 따른 수신 코일부의 출력 전압의 변화를 나타내는 그래프이다.
도 12a 및 도 12b는 앞서 설명한 도 11a 및 도 11b의 그래프에서, 수신 코일의 층 수를 변화시킨 경우를 나타낼 수 있다. 도 12a에서 볼 수 있는 것처럼, 층 수가 많아질 수록, 상호 인덕턴스가 높게 됨을 확인할 수 있다.
도 12b에서는 수신 코일부(230)의 출력 전압 변화가 도시되었다. 목표 출력 전압을 넘는 부분이 빗금 처리되어 표시되었다. 수신 코일부(230)의 출력 전압이 목표 출력 전압을 넘도록 수신 코일의 설계 파라미터가 설정되어야 할 수 있다. 수신 코일의 (금속부의) 층 수는 예컨대, 3 이상이 되어야 할 수 있다.
요컨대, 실시예의 뇌 심부 자극용 무선 전력 전송 시스템(200)의 수신 코일 및 송신 코일은, 뇌의 표적 영역에 전기적 자극을 전달하기 위한 수신 코일부(230)의 출력 전압의 값이 소정의 목표 출력 전압(도시된 예시에서는 0.5V) 이상이 되도록 하는 수신 코일 및 송신 코일을 위한 설계 파라미터들에 기반하여, 제조될 수 있다.
아래 표 5는 일 예에 따른 송신 코일 및 수신 코일의 설계 파라미터들의 예시를 나타낼 수 있다. 표 5에서 예시된 설계 파라미터들에 따라 제조되는 송신 코일 및 수신 코일은 전술한 동작 조건 및 설계 제약을 만족하게 될 수 있다.
| 송신 코일 | 설계 파라미터 | 수신 코일 |
| 200.6 mm | 외경 | 1.1 mm |
| 175 mm | 내경 | 0.5 mm |
| 1.6 mm | 와이어 직경/금속의 폭 | 10 μm |
| 8 | 턴 수 | 25 * 4 층 |
| 23 μH | 자기 인덕턴스 | 8.6 μH |
| 4.8 nH | 상호 인덕턴스 | 4.8 nH |
| 0.605 ohm | 저항 | 100 ohm |
| 80.5 g | 무게 | - |
도 13은 일 예에 따른 무선 전력 송신 시스템의 입력 전압에 대한 출력 전압의 시뮬레이션 결과를 나타낸다. 도 14는 일 예에 따른 무선 전력 송신 시스템의 입력 전류에 대한 출력 전류의 시뮬레이션 결과를 나타낸다.
도 13 및 14는 표 5에서 예시된 송신 코일 및 수신 코일을 사용하여 구성된 WPT 시스템(200)에 대한 시뮬레이션 결과를 나타낼 수 있다.
도 13을 참조할 때, 출력 전압의 피크는 0.613V로 앞서 가정한 목표 출력 전압(0.5V)의 동작 조건을 만족함을 확인할 수 있다.
도 14를 참조할 때, 출력 전류(is) 역시 출력 전류에 대한 동작 조건을 만족함을 확인할 수 있다. 즉, 표 2에서 설명하는 동작 조건에 도 14에서 도출된 출력 전류의 값은 (소정의 마진을 고려할 때) 부합하게 될 수 있다.
이상 도 1 내지 도 12를 참조하여 전술된 기술적 특징들에 대한 설명은 도 13 및 도 14에 대해서도 그대로 적용될 수 있는 바, 중복되는 설명은 생략한다.
도 15는 일 실시예에 따른 뇌 심부 자극용 무선 전력 전송 시스템을 제조하는 방법을 나타내는 흐름도이다.
도 15를 참조하여, 앞서 전술된, 사용자의 머리 둘레에 착용되는 송신 코일을 포함하는 송신 코일부(210)와, 사용자의 뇌에 삽입되고, 송신 코일부(210)로부터 무선으로 전력을 송신 받는 수신 코일 및 수신된 전력에 기반하여 사용자의 뇌의 표적 영역에 대해 전기적 자극을 전달하기 위한 전극을 포함하는 수신 코일부(230)를 포함하는 뇌 심부 자극용 무선 전력 전송 시스템을 제조하는 방법이 더 자세하게 설명된다.
단계(1510)에서, 사용자의 뇌의 표적 영역에 대해 전기적 자극을 전달하기 위한 출력 전압의 값이 소정의 목표 출력 전압 이상이 되도록, 수신 코일 및 송신 코일을 위한 설계 파라미터들이 설정될 수 있다. 예컨대, 수신 코일을 구성하기 위해 사용되는 금속부를 구성하는 금속의 폭 및 턴 수는 수신 코일에 대응하는 저항 값이 뇌에 대응하는 저항 값 이하가 되도록 설정될 수 있다. 또한, 송신 코일을 구성하기 위해 사용되는 와이어의 턴 수는, 해당 와이어의 소정의 직경 및 소정의 동작 주파수에 대해, 수신 코일부(230)의 출력 전압 값이 피크가 되는 와이어의 턴 수로서 설정될 수 있다.
단계(1520)에서, 설정된 설계 파라미터들에 기반하여, 송신 코일 및 수신 코일이 제조될 수 있다. 말하자면, 단계(1510)에 따라 설계 파라미터들에 일치하는 사이즈 및 스펙으로 송신 코일 및 수신 코일이 제조될 수 있다.
단계(1520)에서 제조된 송신 코일 및 수신 코일을 포함하여 제조되는 뇌 심부 자극용 무선 전력 전송 시스템(200)은 전술한 동작 조건 및 설계 제약을 만족하게 될 수 있다.
이상에서 설명된 장치의 적어도 일부(예컨대, 뉴로스티뮬레이터(220)를 구성하는 칩)는 하드웨어 구성요소, 소프트웨어 구성요소, 및/또는 하드웨어 구성요소 및 소프트웨어 구성요소의 조합으로 구현될 수 있다. 예를 들어, 실시예들에서 설명된 장치 및 구성요소는, 프로세서, 콘트롤러, ALU(arithmetic logic unit), 디지털 신호 프로세서(digital signal processor), 마이크로컴퓨터, FPGA(field programmable gate array), PLU(programmable logic unit), 마이크로프로세서, 또는 명령(instruction)을 실행하고 응답할 수 있는 다른 어떠한 장치와 같이, 하나 이상의 범용 컴퓨터 또는 특수 목적 컴퓨터를 이용하여 구현될 수 있다.
소프트웨어는 컴퓨터 프로그램(computer program), 코드(code), 명령(instruction), 또는 이들 중 하나 이상의 조합을 포함할 수 있으며, 원하는 대로 동작하도록 처리 장치를 구성하거나 독립적으로 또는 결합적으로(collectively) 처리 장치를 명령할 수 있다. 소프트웨어 및/또는 데이터는, 처리 장치에 의하여 해석되거나 처리 장치에 명령 또는 데이터를 제공하기 위하여, 어떤 유형의 기계, 구성요소(component), 물리적 장치, 컴퓨터 저장 매체 또는 장치에 구체화(embody)될 수 있다. 소프트웨어는 네트워크로 연결된 컴퓨터 시스템 상에 분산되어서, 분산된 방법으로 저장되거나 실행될 수도 있다. 소프트웨어 및 데이터는 하나 이상의 컴퓨터 판독 가능 기록 매체에 저장될 수 있다.
실시예에 따른 방법은 다양한 컴퓨터 수단을 통하여 수행될 수 있는 프로그램 명령 형태로 구현되어 컴퓨터 판독 가능 매체에 기록될 수 있다. 이때, 매체는 컴퓨터로 실행 가능한 프로그램을 계속 저장하거나, 실행 또는 다운로드를 위해 임시 저장하는 것일 수도 있다. 또한, 매체는 단일 또는 수 개의 하드웨어가 결합된 형태의 다양한 기록수단 또는 저장수단일 수 있는데, 어떤 컴퓨터 시스템에 직접 접속되는 매체에 한정되지 않고, 네트워크 상에 분산 존재하는 것일 수도 있다. 매체의 예시로는, 하드 디스크, 플로피 디스크 및 자기 테이프와 같은 자기 매체, CD-ROM 및 DVD와 같은 광기록 매체, 플롭티컬 디스크(floptical disk)와 같은 자기-광 매체(magneto-optical medium), 및 ROM, RAM, 플래시 메모리 등을 포함하여 프로그램 명령어가 저장되도록 구성된 것이 있을 수 있다. 또한, 다른 매체의 예시로, 어플리케이션을 유통하는 앱 스토어나 기타 다양한 소프트웨어를 공급 내지 유통하는 사이트, 서버 등에서 관리하는 기록매체 내지 저장매체도 들 수 있다.
이상과 같이 실시예들이 비록 한정된 실시예와 도면에 의해 설명되었으나, 해당 기술분야에서 통상의 지식을 가진 자라면 상기의 기재로부터 다양한 수정 및 변형이 가능하다. 예를 들어, 설명된 기술들이 설명된 방법과 다른 순서로 수행되거나, 및/또는 설명된 시스템, 구조, 장치, 회로 등의 구성요소들이 설명된 방법과 다른 형태로 결합 또는 조합되거나, 다른 구성요소 또는 균등물에 의하여 대치되거나 치환되더라도 적절한 결과가 달성될 수 있다.
그러므로, 다른 구현들, 다른 실시예들 및 특허청구범위와 균등한 것들도 후술하는 특허청구범위의 범위에 속한다.
Claims (18)
- 뇌 심부 자극용 무선 전력 전송 시스템에 있어서,
사용자의 머리 둘레에 착용되는, 송신 코일을 포함하는 송신 코일부;
상기 사용자의 뇌에 삽입되고, 상기 송신 코일부로부터 무선으로 전력을 송신 받는 수신 코일 및 상기 수신된 전력에 기반하여 상기 사용자의 뇌의 표적 영역에 대해 전기적 자극을 전달하기 위한 전극을 포함하는 수신 코일부; 및
상기 송신 코일부와 접속되고, 상기 사용자의 체외에 배치되며, 상기 송신 코일부에 전원을 공급하기 위한 전원, 배터리 및 상기 수신 코일부에 의해 상기 표적 영역에 상기 사용자에게 적합화된 상기 전기적 자극이 전달 되도록 프로그래밍된 칩을 포함하는 뉴로스티뮬레이터(neurostimulator)
를 포함하는, 뇌 심부 자극용 무선 전력 전송 시스템. - 제1항에 있어서,
상기 수신 코일은 CMOS 공정에 의해 제조된 것인, 뇌 심부 자극용 무선 전력 전송 시스템. - 제1항에 있어서,
상기 수신 코일부는 상기 수신된 전력에 따른 전압을 직류 전압으로 변환하기 위한 정류기 및 스무딩 캡을 포함하는, 뇌 심부 자극용 무선 전력 전송 시스템. - 제3항에 있어서,
상기 수신 코일은 내부 공간을 두고, 일 평면에 대해, 상기 내부 공간을 중심으로 동심원, 동심 타원 또는 동심 다각형의 형태로 소정의 제1 턴 수만큼 감겨서 배치되어 구성되는 금속부를 포함하고,
상기 정류기 및 상기 스무딩 캡은 상기 내부 공간에 배치되는, 뇌 심부 자극용 무선 전력 전송 시스템. - 제1항에 있어서,
상기 수신 코일은, 일 평면에 대해, 동심원, 동심 타원 또는 동심 다각형의 형태로 소정의 제1 턴 수만큼 감겨서 배치되어 구성되는 금속 층(layer)을 포함하는 금속부를 포함하고,
상기 금속부는 복수의 금속 층(layer)들을 포함하는, 뇌 심부 자극용 무선 전력 전송 시스템. - 제3항에 있어서,
상기 수신 코일부는 상기 수신 코일과 상기 정류기 사이에 접속되는 매칭 커패시터를 포함하는, 뇌 심부 자극용 무선 전력 전송 시스템. - 제1항에 있어서,
상기 송신 코일부는 상기 송신 코일과 접속되는 매칭 커패시터를 포함하는, 뇌 심부 자극용 무선 전력 전송 시스템. - 제1항에 있어서,
상기 송신 코일은 상기 머리에 대응하는 내부 공간을 두고, 상기 머리에 대응하는 내부 공간을 중심으로 소정의 제2 턴 수만큼 감겨서 배치되는 와이어를 포함하는, 뇌 심부 자극용 무선 전력 전송 시스템. - 제8항에 있어서,
상기 와이어는, 일 평면에 대해, 상기 머리에 대응하는 내부 공간을 중심으로, 동심원 또는 동심 타원 상기 제2 턴 수만큼 감겨서 배치되는, 뇌 심부 자극용 무선 전력 전송 시스템. - 제8항에 있어서,
상기 와이어는, 복수의 층으로, 상기 머리에 대응하는 내부 공간을 중심으로, 상기 제2 턴 수만큼 감겨서 배치되는, 뇌 심부 자극용 무선 전력 전송 시스템. - 제1항에 있어서,
상기 수신 코일 및 상기 송신 코일은 상기 전기적 자극을 전달하기 위한 출력 전압의 값이 소정의 목표 출력 전압 이상이 되도록 하는 상기 수신 코일 및 상기 송신 코일을 위한 설계 파라미터들에 기반하여 제조된 것인, 뇌 심부 자극용 무선 전력 전송 시스템. - 제11항에 있어서,
상기 수신 코일을 구성하기 위해 사용되는 금속부를 구성하는 금속의 폭 및 턴 수는, 상기 수신 코일에 대응하는 저항 값이 상기 뇌에 대응하는 저항 값 이하가 되도록 설정되는, 뇌 심부 자극용 무선 전력 전송 시스템. - 제11항에 있어서,
상기 송신 코일을 구성하기 위해 사용되는 와이어의 턴 수는, 상기 와이어의 소정의 직경 및 소정의 동작 주파수에 대해, 상기 출력 전압 값이 피크가 되는 와이어의 턴 수인, 뇌 심부 자극용 무선 전력 전송 시스템. - 뇌 심부 자극용 무선 전력 전송 시스템을 위한, 사용자의 뇌에 삽입되는 수신 코일 장치에 있어서,
상기 사용자의 머리 둘레에 착용되는 송신 코일부로부터, 무선으로 전력을 송신 받는 수신 코일; 및
상기 수신된 전력에 기반하여 상기 사용자의 뇌의 표적 영역에 대해 전기적 자극을 전달하기 위한 전극
을 포함하고,
상기 사용자의 체외에 배치되고 상기 송신 코일부와 접속되는 뉴로스티뮬레이터(neurostimulator)의 동작에 따라, 상기 표적 영역에 상기 사용자에게 적합화된 상기 전기적 자극이 전달 되도록 구성되는, 수신 코일 장치. - 뇌 심부 자극용 무선 전력 전송 시스템을 위한, 사용자의 체외에 배치되는 송신 코일 장치에 있어서,
상기 송신 코일 장치는 사용자의 머리 둘레에 착용되고, 상기 사용자의 체외에 배치되는 뉴로스티뮬레이터(neurostimulator)와 접속되며,
상기 뉴로스티뮬레이터의 동작에 따라 상기 사용자의 뇌에 삽입된 수신 코일에 대해 무선으로 전력을 송신하는 송신 코일; 및
상기 뉴로스티뮬레이터의 동작에 기반하여 발생되는 교류 전압의 소스와 상기 송신 코일 사이에 접속되는 매칭 커패시터
를 포함하고,
상기 수신 코일에 대해 송신된 전력에 기반하여, 상기 송신 코일 측의 전극을 통해 상기 사용자의 뇌의 표적 영역에 대해 상기 사용자에게 적합화된 전기적 자극이 전달되는, 송신 코일 장치. - 사용자의 머리 둘레에 착용되는 송신 코일을 포함하는 송신 코일부와; 상기 사용자의 뇌에 삽입되고, 상기 송신 코일부로부터 무선으로 전력을 송신 받는 수신 코일 및 상기 수신된 전력에 기반하여 상기 사용자의 뇌의 표적 영역에 대해 전기적 자극을 전달하기 위한 전극을 포함하는 수신 코일부를 포함하는 뇌 심부 자극용 무선 전력 전송 시스템을 제조하는 방법에 있어서,
상기 전기적 자극을 전달하기 위한 출력 전압의 값이 소정의 목표 출력 전압 이상이 되도록, 상기 수신 코일 및 상기 송신 코일을 위한 설계 파라미터들을 설정하는 단계; 및
상기 설정된 설계 파라미터들에 기반하여, 상기 송신 코일 및 상기 수신 코일을 제조하는 단계
를 포함하는, 뇌 심부 자극용 무선 전력 전송 시스템을 제조하는 방법. - 제16항에 있어서,
상기 설계 파라미터들을 설정하는 단계는,
상기 수신 코일을 구성하기 위해 사용되는 금속부를 구성하는 금속의 폭 및 턴 수를, 상기 수신 코일에 대응하는 저항 값이 상기 뇌에 대응하는 저항 값 이하가 되도록 설정하는 단계
를 포함하는, 뇌 심부 자극용 무선 전력 전송 시스템을 제조하는 방법. - 제16항에 있어서,
상기 설계 파라미터들을 설정하는 단계는,
상기 송신 코일을 구성하기 위해 사용되는 와이어의 턴 수는, 상기 와이어의 소정의 직경 및 소정의 동작 주파수에 대해, 상기 출력 전압 값이 피크가 되는 와이어의 턴 수로서 설정하는 단계
를 포함하는, 뇌 심부 자극용 무선 전력 전송 시스템을 제조하는 방법.
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|---|---|---|---|
| KR1020190135510A KR102348834B1 (ko) | 2019-10-29 | 2019-10-29 | 뇌 심부 자극용 무선 전력 전송 시스템, 무선 전력 전송 시스템을 위한 초소형 코일 및 그 제조 방법 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| KR1020190135510A KR102348834B1 (ko) | 2019-10-29 | 2019-10-29 | 뇌 심부 자극용 무선 전력 전송 시스템, 무선 전력 전송 시스템을 위한 초소형 코일 및 그 제조 방법 |
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| KR102348834B1 KR102348834B1 (ko) | 2022-01-11 |
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ID=75917270
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| Country | Link |
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Citations (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US20150080637A1 (en) * | 2013-09-16 | 2015-03-19 | The General Hospital Corporation | Microscopic magnetic coils for neural stimulation |
| KR20180076635A (ko) * | 2016-12-28 | 2018-07-06 | (주)뉴옵틱스 | 심부 뇌 자극 장치 및 그의 무선 전력 전송방법 |
| US10441803B2 (en) * | 2011-11-13 | 2019-10-15 | Arizona Board Of Regents On Behalf Of Arizona State University | Controlled stimulation delivery from neurostimulator |
-
2019
- 2019-10-29 KR KR1020190135510A patent/KR102348834B1/ko active IP Right Grant
Patent Citations (3)
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|---|---|---|---|---|
| US10441803B2 (en) * | 2011-11-13 | 2019-10-15 | Arizona Board Of Regents On Behalf Of Arizona State University | Controlled stimulation delivery from neurostimulator |
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|---|---|
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